JP5793239B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は，超音波送受信によって筋・靭帯・腱を強調表示する超音波診断装置に関するものである。

乳癌や肝硬変，血管障害などの診断方法として，医者の触診の代わりとして，超音波エコー信号から被検体内部の硬さを診断する方法（エラストグラフィー技術）がある。エラストグラフィー技術による硬さの診断では，従事者はプローブを被検体表面に押し当てて圧迫し，生体などの測定対象物の内部の組織に変位を生じさせる。圧迫による生体組織の圧縮前後のエコー信号から圧縮方向の変位が推定され，変位の空間微分量である歪みを求める。さらに，歪と応力から硬さに関する値，例えばヤング率が算出される。この方法では，撮像対象として，体表からの圧迫が容易なところに存在する臓器に限られるという課題がある。例えば，体表と肝臓の間に介在層として，すべり面が存在するため，十分な変位を生じさせるような圧迫が困難である。

そこで，超音波集束ビームを用いて被検体内部に放射圧を印加し，介在層の影響を抑えて対象組織を変位させて，硬さの診断をする技術がある。例えば，特許文献１に記載されるＡＲＦＩ（Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｆｏｒｃｅ Ｉｍｐｕｌｓｅ）Ｉｍａｇｉｎｇがある。この技術では，変位生成用の集束ビームの進む方向に生じる組織の変位量を画像化したり，焦点での組織変位に伴って変位生成用の集束ビームの進む方向とは垂直な方向に生じるせん断波（＝Ｓｈｅａｒ Ｗａｖｅ，以下、ずり波と記載する）の伝搬速度の推定からずり弾性率やヤング率といった弾性率を算出したりする。この技術を用いると，上記のすべり面などの介在層の影響を低減する効果以外にも，超音波によって組織を変位させるため，手技依存性が少ない診断が期待される。

一方，近年，整形外科領域において超音波を用いた診断が注目され始めている。通常，整形外科では主にＸ線やＭＲＩが診断に使われてきた。超音波診断装置は，それらと比べて空間分解能は劣るもののリアルタイム性，持ち運び性に優れている。また，関節部位を動かしながら，筋肉・腱・靭帯等の動きを観察できるというメリットを持つ。以上のことから，超音波診断装置を用いた整形疾患の予防や術後の経過観察が期待されている。

現状では，一部の整形外科医が超音波診断装置を使って靭帯や腱等の断層像（以下，Ｂモード像と記載する）を表示させ，靭帯や腱等の接合状態を観察することを試みている。ここで，Ｂモード像は，生体組織に超音波を送信し，音響インピーダンスの異なる２媒質の境界からの反射波を受信して輝度値をグレースケールで表示することによって得られる。

ＵＳ２００４０６８１８４

整形外科医はＢモード像から読み取って，筋肉・腱・靭帯等の位置を特定している。そのため，筋肉・腱・靭帯等の特定の出来るか否かはＢモード像の画像分解能に依存している。筋肉・腱・靭帯等は層構造をしており，各層の厚みは通常の超音波診断装置で使用される周波数(〜２０ＭＨｚ)で決まる時間分解能（数百μｍ）より小さい厚み（数十μｍ〜数μｍ）を持つ。そのため，筋肉・腱・靭帯等のＢモード像は，ぼやけた表示になる。また，筋肉・腱・靭帯等は，空間的に複雑な構造を持つため，Ｂモード像の２次元断層像では筋肉・腱・靭帯等が接合しているのにも関わらず，断裂したように表示される場合がある。

以上のように，整形外科領域における超音波診断において，術者が筋肉・腱・靭帯等の位置を特定できるか否かは超音波断層像の画像分解能に依存しており，超音波診断装置を使用できる術者が限られている。また，２次元断層像では，筋肉・腱・靭帯等のつながりが表示されない場合がある。

そこで，術者の手技や超音波断層像の画質に依存せず筋肉・腱・靭帯等の位置を特定できるように，超音波断層像にこれらの位置を表示することが望ましい。また，２次元断層像を用いた場合でも，筋肉・腱・靭帯等の構造を把握できるように表示することが望ましい。

本発明の目的は，超音波送受信によって測定対象物の位置の同定，および，構造の把握が可能な超音波診断装置を提供することにある。

本発明の超音波診断装置は，
対象物内からのエコー信号を送受信する超音波探触子と，前記超音波探触子の各素子の送受信を切替える切替えスイッチと，前記対象物内に対して第一超音波送受信を行い音響インピーダンスの違いを検出する第一超音波送受信部と，前記対象物内に変位生成用集束ビームを放射して組織を変位させる変位生成部と，第二超音波送受信を行い前記対象物からのエコー信号を受波し，前記変位生成用集束ビームにより生じるずり波変位を複数の位置で検出する変位検出部と，前記変位生成部と前記変位検出部とを制御する中央制御部と，前記音響インピーダンスの違いを示す超音波断層像と前記ずり波変位を示すずり波変位マップを重畳して表示する表示部と，を有し，筋肉・腱・靭帯等が超音波断層像に線状に強調表示される。

本発明によれば，筋肉・腱・靭帯に沿って伝搬するずり波を検出し，筋肉・腱・靭帯等の位置を超音波断層像に線状に強調表示するので，術者の手技や超音波断層像の画質に依存せず，術者が位置を特定し，また形状を観察することが可能である。さらに，本発明で提案する超音波診断装置によって，特定した部位に関する疾患の予防や，疾患の診断，疾患に対する術後の経過観察が可能になる。

実施例１および２における，超音波診断装置のシステム構成図である。 各実施例における，放射圧によって生じるずり波の伝搬方向を示す図である。 各実施例に係る，超音波のビームフォーミングを説明する図である。 実施例１に係る，超音波ビーム送受信のシーケンスを示す図である。 実施例１に係る，筋・靭帯・腱を表示させる処理フローを示す図である。 実施例１に係る，放射圧を用いた腱の機能計測の概念を示す図である。 実施例１に係る，表示部７に表示される画像の例を示す図である。 実施例１に係る，筋・靭帯・腱の再構成表示を説明する図である。 実施例２に係る，複数のＲＯＩの設定を説明する図である。 実施例１および２に係る，筋・靭帯・腱の観測の例を説明する図である。 実施例３における，超音波診断装置のシステム構成図である。 実施例３に係る，ずり波速度のヒストグラムを説明する図である。 実施例３に係る，ずり波の反射を用いた腱の断裂計測を説明する図である。 実施例３に係る，ずり波の速度と空間微分値の表示を説明する図である。 実施例３に係る，ずり波の時間波形を用いた腱の断裂計測を説明する図である。 実施例３に係る，ずり波変位の周波数スペクトルを用いた腱の断裂計測を説明する図である。 実施例３に係る，腱の定在波の計測を説明する図である。 実施例３に係る，腱の張力計測を説明する図である。 実施例３に係る，腱のＬａｍｂ波計測を説明する図である。 実施例１〜３に係る，直動式モータを用いたずり波の励起方法を説明する図である。 実施例１〜３に係る，偏心モータを用いたずり波の励起方法を説明する図である。 実施例１〜３に係る，多自由度回転モータを用いたずり波の励起方法を説明する図である。 実施例１〜３に係る，（ａ）１つの超音波探触子を用いた場合の探触子の取り付け位置，および，（ｂ）２つの超音波探触子を用いた場合の探触子の取り付け位置を説明する図である。 実施例１〜３に係る，リングアレイ超音波探触子８を説明する図である。

以下，本発明の実施例を図面に従い説明する。

図１に実施例１〜２に係る装置全体構成を示す。同図において，図示しない被検体に向かって超音波ビームの送受信をする超音波探触子１，被検体内に変位を生じさせる変位生成部１０，被検体内の音響インピーダンスの違いを検出する第一超音波送受信部２０，被検体内に生じた変位を検出する第二超音波送受信部３０，および，変位生成部１０，第一超音波送受信部２０，第二超音波送受信部３０を制御するための中央制御部３から成る構成である。超音波探触子１が送受切替え部として機能する送受切替えスイッチ２を介して変位生成用送波ビーム生成部１３，第一超音波送受信部２０，および，第二超音波送受信部３０に接続されている。なお，中央制御部３は，直接あるいは間接的に送受切替え部として機能する送受切替えスイッチ２も制御する。

第一超音波送受信部２０は，図示しないＢモード像用の送波波形生成部で作られた波形を用いて，超音波探触子１の素子の送波信号に遅延時間や重みを与えて，図示しない被検体の所望の位置に変位検出用超音波ビームが集束するように，中央制御部３によって制御されている。被検体内で反射して探触子に戻ってきたエコー信号は，超音波探触子１において電気信号に変換され，第一超音波送受信部２０に送られる。第一超音波送受信部２０はエコー信号を整相加算し，包絡線検波やｌｏｇ圧縮やバンドパスフィルタ，ゲインコントロールなどを行う信号処理回路を含んでいる。第一超音波送受信部２０からの出力信号は白黒ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）５に入力される。白黒ＤＳＣ５では白黒からなる輝度を表す断層像（Ｂモード像）情報が形成される。前述したように，Ｂモード像は生体組織の音響インピーダンスの違いを表示するものである。

変位生成部１０について説明する。変位生成用送波ビーム生成部１３は変位生成用送波波形生成部１１で作られた波形を用いて，超音波探触子１の素子毎の送波信号に遅延時間や重みを与えて，焦点位置設定部１２で設定された位置に超音波ビームが集束するように，中央制御部３によって制御されている。変位生成用送波ビーム生成部１３からの電気信号は超音波探触子１において超音波信号に変換され，図示しない被検体に向かって，変位生成用超音波ビームが照射される。

第二超音波送受信部３０は図示しない変位検出用送波波形生成部で作られた波形を用いて，超音波探触子１の素子の送波信号に遅延時間や重みを与えて，図示しない被検体の所望の位置に変位検出用超音波ビームが集束するように，中央制御部３によって制御されている。

被検体内で反射して探触子に戻ってきたエコー信号は，超音波探触子１において電気信号に変換され，第二超音波送受信部３０に送られる。第二超音波送受信部３０はエコー信号を整相加算し，包絡線検波やｌｏｇ圧縮やバンドパスフィルタ，ゲインコントロールなどを行う信号処理回路を含んでいる。第二超音波送受信部３０からの出力信号はずり波変位演算部３２に入力される。

また，ずり波変位演算部３２では，相関演算により各部位の変位が演算されるようになっている。また，ずり波変位演算部３２から出力された変位の情報はカラーＤＳＣ４ に入力され，カラーＤＳＣ４によって，ずり波変位の値に応じた色相変調を施される。カラーＤＳＣ４によって色相変調された情報（以下，歪みカラー画像）は合成部６に送信され，Ｂモード像に重ねて表示部７に表示されるようになっている。ずり波変位演算部３２で計算されたずり波変位の情報は中央制御部３を介してカラースケール設定部５０に送信される。カラースケール設定部５０では，ずり波変位の最大値と最小値の値を基に，ずり波変位カラー画像に対応するカラースケールを作成する。カラースケールはＢモード像と歪みカラー画像に隣接して表示部７に表示されるようになっている。

ずり波変位演算部３２から出力された変位の情報は，焦点位置設定部１２に出力される。ずり波変位演算部３２から出力された変位の情報は，初めの焦点位置から次の焦点位置を決定する際に用いられる。これに関する詳細は実施例２に記載している。焦点位置設定部１２は，図示しない情報記録媒体から読みだした焦点を設定したり，変位の情報を基に焦点位置を決定したりする。

なお，同図に示すブロックの一部である中央制御部３，ずり波変位演算部３２等は，処理部として機能する中央処理部（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ：ＣＰＵ）におけるプログラム実行により実現することができる。

本実施例では，図２に示されるように，リニアアレイ型の超音波探触子１を被検体の体表面に接触させ，体内の目的断層面に変位生成用超音波ビームを集束する場合について説明する。ここでは，所望の断層面内において，変位生成用超音波ビームの伝搬方向は体表に対して垂直な方向とした場合について説明する。

図３の上段，下段に示すように，超音波のビームフォーミングは，各焦点と超音波探触子１の各素子１００との位置の間の距離を求め，素子間での距離差を対象物の音速で割ることにより算出される遅延時間を素子毎に与えて送波を行うことにより実現する。焦点に変位生成用の超音波集束ビームが照射されると，伝搬に伴う超音波の吸収や散乱に応じて放射圧が生じる。通常では焦点において放射圧が最大となり，焦点領域の生体組織に変位が生じる。また，超音波集束ビームの照射が止められると，変位量が緩和される。図２において，模式的に示すように，この放射圧の生成によって，集束点を起点として被検体表面と水平方向にずり波が発生する。

次に，図４を用いて，超音波探触子１によるずり波変位検出のための超音波ビームの送受波方法について説明する。図４に，変位生成用送波ビーム，変位検出用送波ビーム，変位検出用受信ビームの照射シーケンスを示す。変位検出用送波ビーム，変位検出用受信ビームの順にＯＮにし，ずり波の変位を検出する演算に使用する参照信号を得る。ＯＮ／ＯＦＦは例えば，電圧の振幅値で制御され，ＯＮを１，ＯＦＦを０とする。今後，特に指示がない場合は，ＯＮが１，ＯＦＦが０を意味する。送波ビームはＯＮとなるときに，照射される。なお，受波ビームをＯＮにするとは，送受波切替えスイッチ２において，第二超音波送受信部３０と超音波探触子１の接続を行い，第二超音波送受信部３０がずり波変位演算のための超音波送受信を行うことである。

最初に，第二超音波送受信部３０でずり波変位演算のための参照信号を得た後，変位生成用送波ビーム生成部１３から焦点Ｆに変位生成用送波ビームを照射し，ずり波を発生させる。このとき，変位生成用送波ビームの照射の繰り返し周波数ＰＲＦｐを変位生成用送波波形生成部１１で設定し，繰り返し周波数ＰＲＦpで複数回照射する。キャリアの周波数を高くすることで，ビームの幅が狭く，高い空間分解能で撮像ができる。図４では，例として変位生成用送波ビームの照射回数を３回としているが回数はこれに限らない。照射回数が多い方が，変位生成用ビームの照射後，ずり波の変位を検出するため，変位検出用送波ビームと変位検出用受波ビームが順にＯＮとなる。ずり波の変位は，先に得た参照信号と変位検出用送受波ビームによって得られた信号とを用いて算出される。変位の算出には，周知技術である相関演算，位相差検波などが用いられ，変位検出の演算はずり波変位演算部３２で行われる。変位検出用送受波ビームを繰り返し周波数ＰＲＦｄで繰り返しＯＮとし，ずり波変位の時間波形を検出する。ＰＲＦｄは，ずり波の周期Ｔに対して十分に測定できるサンプリング間隔，例えば１／１０Ｔとする。ＰＲＦｄは第二超音波送受信部３０で設定する。

次に，図５のフローチャートを用いて，筋肉・靭帯・腱を強調表示する処理フローについて説明する。上述したように，筋肉・靭帯・腱を強調表示する処理フローは，ＣＰＵのプログラム処理によって実現可能である。まず，ステップＳ００で筋肉・靭帯・腱を強調表示する処理を開始する。次に，ステップＳ０２において，断層像を表示する。表示する断層像は，例えばＢモード像とする。ステップＳ０４では，筋肉・靭帯・腱を強調表示したい位置Ｆ１または範囲（ＲＯＩ：Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）を設定する。例えば，位置Ｆ１は図６に示すように，靭帯の一部に設定する。１は超音波探触子である。

測定するＲＯＩのずり波伝搬方向ｘの幅は，ずり波の有効伝搬距離から決定される。また，ずり波伝搬方向ｘとは垂直な方向ｙのＲＯＩの幅は変位生成用の集束ビームの焦点深度から決定される。図６では，ｙは生体表面に垂直であり，かつ，体内の深さ方向である。

ここで，有効伝搬距離について説明する。ずり波は減衰しながら伝搬するため，ある伝搬距離を超えると超音波診断装置の変位検出限界値を超える。変位検出限界となる距離を有効伝搬距離と呼ぶ。ただし，変位検出限界値は，超音波診断装置のダイナミックレンジや変位検出用超音波ビームの周波数などのパラメータで決まる。ずり波の有効伝搬距離は，変位生成用の集束ビームの音響インテンシティ，変位生成用の集束ビームのＦ値（＝焦点距離／開口径），変位生成用の集束ビームの周波数，変位生成用の集束ビームが伝搬する方向のビームの幅（＝焦点深度），変位生成用の集束ビームの照射時間，生成されるずり波の最大変位量などのパラメータから決定することができる。

ＲＯＩの位置は，術者がＳ０２のステップで表示部５に表示した断層像を見て，図示しないキーボード，トラックボール，マウス等の入力デバイスを介して決定してもよい。または，ＲＯＩの位置は中央制御部３が図示しない記憶装置（メモリ）等から，膝，足首，腰，肩，などの測定部位に応じた標準的な位置として設定してもよい。術者がＳ０２のステップで表示部５に表示した断層像を見て位置やＲＯＩを設定する場合，靭帯，腱，筋肉の位置が断層像から断定できない場合がある。この場合には，術者が想定する位置やＲＯＩを設定する。

次に，ステップＳ０６において，ずり波の変位が測定される。測定する位置は，ずり波の励起位置が図６のＦ１である場合，Ｆ１と同じｙ座標，かつ，ずり波の伝搬方向ｘの１つまたは複数の座標Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３とする。この場合，座標の数は３であるが，３に限るものではない。ここで，ｘ方向は変位生成用の集束ビームの伝搬方向ｙに垂直な方向である。図２に表わされるように，測定領域内が均質な媒質の場合，ずり波は変位生成用の集束ビームと垂直な方向に伝搬することからｘ軸と想定される靭帯に沿った方向とは平行であることが理想的である。

図６では，靭帯に沿った方向とｘ軸は平行である。ただし，計測対象物が筋肉・靭帯・腱のような棒や板状の場合には，筋肉・靭帯・腱に沿ってずり波が伝搬するため，ｘ軸と想定される靭帯に沿った方向と平行変位生成用の集束ビームが靭帯に照射されると，ずり波は靭帯に沿って伝搬していくので，ｘ軸と想定される靭帯に沿った方向とは必ずしも平行である必要はない。

図６の各計測座標Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３において，靭帯が存在するｙ座標でずり波の変位が大きくなる。すなわち，図６の位置Ｑ１，Ｑ２，Ｑ３においてずり波の変位が大きくなる。ずり波の変位が大きくなる複数の位置Ｑ１，Ｑ２，Ｑ３を直線でつなぎ，Ｂモード像に線状のずり波変位を重畳して表示させれば，靭帯を強調表示することが可能となる。線は直線ではなく，スムージングして表示するようにしてもよい。

図６は，靭帯に変位生成用の集束ビームを照射して強調表示する場合の図であるが，靭帯の他，筋や腱でも同様である。続いてＳ１０で，測定されたずり波の変位のカラーマップが，断層像に重畳されて表示部７の画面に表示される（図７）。断層像は，Ｓ０２で表示した断層像と同じ，もしくは，Ｓ０４以降の時刻でずり波変位計測の前または後の時刻に撮像した断層像とする。また，表示部７にはずり波の変位量に基づいたカラーマップが表示される。カラーマップの他，ある閾値よりも大きい変位量のみを単色で表示してもよい。

閾値は測定部位や変位生成用の集束ビームの周波数や焦点距離等の照射条件に基づいて，図示しないメモリから自動で読みだされるようにしてもよい。また，術者がカラーマップを見ながら図示しない入力デバイスを用いて画面上のカラーバーのある色を選択したり，変位量を入力して閾値を決定するようにしてもよい。

図５のステップＳ１２で，終了する信号が図示しない入力デバイスを介して入力されると，ステップＳ１４で筋肉・靭帯・腱を強調表示する処理が終了する。また，Ｓ０４で設定した位置やＲＯＩ内で再度測定したい場合や，別の位置にＲＯＩを設定して測定したい場合には，ステップＳ０４やステップＳ０６に戻り，引き続きずり波の変位の計測が行われる。

以上説明した筋・靭帯・腱を強調表示する処理フローにおいて，図６における，方向ｙのＲＯＩの幅は変位生成用の集束ビームの焦点深度に限らない。焦点深度に代わる値としては，想定される筋・靭帯・腱の厚さ，図示しないメモリ等から読みだされる測定部位毎に決められた値，術者が入力デバイスを用いて入力した値としてもよい。厚さはＢモード像を見て術者が計測するか，もしくはＢモード像の輝度値などを使って周知の画像処理で厚さを算出してもよい。このとき，画像処理は，図示しない画像処理部等で行われる。もしくは，厚さは図示しないメモリ等から読みだされる測定部位毎に決められた値とする。

また，ＲＯＩの角度は体表に対して自由に設定可能である。また，ＲＯＩは，長方形の他，円などの他の幾何学構造としてもよい。また，変位生成用超音波ビームの伝搬方向やは体表に対して垂直な方向の他，斜め方向としてもよい。ただし，第二超音波送受信部３０から出力されるずり波変位検出用の超音波ビームの方向とずり波の進む方向が平行とならないように，また，なるべく両者が直交するように制御する。ずり波の伝搬方向が変位方向，すなわち，変位生成用集束ビームの方向に対して直交する方向であるので，受波ビームの伝搬方向とずり波の伝搬方向が平行であると，変位に対する検出感度を失ってしまうからである。そのため，変位生成用超音波ビームの伝搬方向は，望ましくは体表面に対して垂直となるように設定する。

もし，筋・靭帯・腱等の厚みよりも変位生成用の集束ビームの焦点深度が大きい場合，筋・靭帯・腱等の周辺組織にもずり波が変位する。この場合には，想定される筋・靭帯・腱等のずり波速度のみを検出するために，周知のｍｏｖｉｎｇ ｆｉｌｔｅｒや時間窓を用いて筋・靭帯・腱等のずり波成分のみを抽出するようにすればよい。

また，本実施例ではＢモード像に筋・靭帯・腱を重畳して強調表示させたが，筋・靭帯・腱のみを表示するようにしてもよい。

図８を用いて本実施例における，別の筋・靭帯・腱の強調表示の方法について説明する。別の筋・靭帯・腱の強調表示方法は，３次元的なずり波の変位分布から再構成処理をして筋・靭帯・腱の強調表示する方法である。具体的には２次元（空間）＋１次元（時間）＝３次元的なずり波の変位量の分布から再構成して，筋・靭帯・腱を強調表示する。簡単な方法は，時間方向に複数の２次元（空間）の計測時刻の異なる複数のずり波の変位量分布を用いて，ピークホールド処理を行う方法である。

複雑な方法は，図８に示すように，例えば時刻ｔ（１），ｔ（２），ｔ（３）における
ＲＯＩ内のずり波の変位量分布を合成して１枚の画像を作成する。合成画像には，ｔ（１），ｔ（２），ｔ（３）で変位が大きいＲＯＩ１，ＲＯＩ２，ＲＯＩ３のずり波の変位量が合成される。ピークホールド処理や画像合成処理は合成部６で行う。

変位生成用の集束ビームを照射する繰り返し周波数の制御が可能であるので，ずり波検出のための受波ビームに対して，変位生成用の集束ビームの繰り返し周波数と同期する周波数成分のみを抽出するＬｏｃｋ−ｉｎ検波を行ってもよい。具体的には，まず，変位生成用送波波形生成部１１で設定した変位生成用送波ビームの照射の繰り返し周波数ＰＲＦｐを中央制御部３を介して第二超音波送受信部３０に送信する。

次に，第二超音波送受信部３０において受信した信号に対して，繰り返し周波数ＰＲＦｐでＬｏｃｋ−ｉｎ検波を行い，検波後の信号をずり波変位演算部３２に出力する。Ｌｏｃｋ−ｉｎ検波することによって，ずり波の特定の周波数成分の変位量を検出できるので，ずり波波形に周波数分散性がある場合でも，高精度にずり波を検出することができる。また，Ｌｏｃｋ−ｉｎ検波に用いる周波数を心拍や術者の手ぶれによる周波数成分と異なる周波数に設定することによって，心拍や術者の手ぶれによる雑音信号を取り除くことが可能である。

変位生成用の集束ビームの照射によって生成される波は，ずり波の他，表面波，進行波，定在波等が存在する。変位生成用の集束ビームを照射した後，表面波，進行波等の変位量・速度・変位の空間微分値等を検出して，強調表示するようにしてもよい。ここで，ずり波，表面波，進行波の速度は，周知技術のように，例えば，ずり波，表面波，進行波の伝搬方向に沿った位置と，各位置におけるそれぞれの波が到達する時刻との関係から推定する。また，変位生成用の集束ビームを照射した後，定在波の変位量・変位の空間微分値等を検出して，強調表示するようにしてもよい。速度や変位の空間微分値はずり波変位演算部３２で行われる。

本実施例のように，筋・靭帯・腱を振動させるときに集束ビームを用いることで，集束ビームの焦点形状に相当する領域の被検体内の任意の場所で振動を発生させることができる。

本発明とＡＲＦＩ Ｉｍａｇｉｎｇとの違いについて述べる。ＡＲＦＩ Ｉｍａｇｉｎｇは，１回の変位生成用の送波ビームに対し，ＲＯＩ内の平均的な速度，もしくは，空間的な速度の分布を検出する。ＡＲＦＩ Ｉｍａｇｉｎｇでは，乳腺や肝臓などの広い領域の平均的なずり波速度やヤング率を計測するために，変位生成用の集束ビームのＦ値をできるだけ大きく設定する。Ｆ値を大きくすると，ずり波の波形が平面波の波形に近づき，ずり波が長距離伝搬する。

一方，本発明では，筋・靭帯・腱等の局所的な位置に変位生成用の集束ビームを照射し，筋・靭帯・腱等に沿って伝搬するずり波を用いて計測を行う。すなわち，筋・靭帯・腱等自身の振動を用いて計測する。したがって，Ｆ値は筋・靭帯・腱の厚さ（数十〜数μｍ）と同等以下のＦ値が必要である。Ｆ値が小さくても，筋・靭帯・腱自身の振動モードを用いることで，筋・靭帯・腱に超音波のエネルギーが閉じ込められて，長距離伝搬する。

例えば，ＡＲＦＩ Ｉｍａｇｉｎｇを肝臓に適用する場合，周波数は２〜４ＭＨｚ，Ｆ値は１〜２．５である。この場合，焦点深度は１２〜１４ｍｍである。また，ＡＲＦＩ Ｉｍａｇｉｎｇを乳腺に適用する場合，周波数は５〜７ＭＨｚ，Ｆ値は１〜２．５である。この場合，焦点深度は１〜７ｍｍである。一方，本発明では，周波数は１５〜３０ＭＨｚ，Ｆ値は０．５〜０．８とする。この場合，焦点深度は０．０４〜０．１ｍｍである。さらに高周波，例えば１００ＭＨｚの集束ビームを用いえば，１０μｍの分解能で検査可能である。ただし，高周波になると，超音波のペネトレーション（ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ）が小さくなり，深い場所まで診断することが困難になる。

筋・靭帯・腱は近傍に骨が存在し，かつ，骨は超音波の吸収係数が軟部組織よりも大きく，温度上昇が大きくなるため，Ｆ値を小さくすることによって，安全性を担保することができる。すなわち，変位生成用の集束ビームの焦点深度内に骨が存在しないことが安全性の観点から望ましいといえる。

さらなるＡＲＦＩ Ｉｍａｇｉｎｇと異なる点は，通常，ＡＲＦＩ Ｉｍａｇｉｎｇでは，空間的に平均的な速度を計測するのに対して，１回の変位生成用の送波ビームに対し，筋・靭帯・腱に沿ったライン状（線状）の速度を検出する点である。

本発明とドプラ法との違いについて述べる。ドプラ法は，血流を計測して可視化する方法である。ドプラ法では，想定される血流の速度の範囲内で，超音波ビームの照射の繰り返し周波数を制御する。一方，本発明では，変位生成用の集束ビームの照射の繰り返し周波数ＰＲＦｐを制御することによって，筋・靭帯・腱に生成されるずり波の速度を制御可能である。変位生成用の集束ビームの照射の繰り返し周波数ＰＲＦｐと変位検出用送受波ビームを繰り返し周波数ＰＲＦｄの両方のパラメータで筋・靭帯・腱の速度を計測する点でドプラ法と異なる。

また，通常，連続波ドプラ法では，ドプラ検出のためのＦ値はＲＯＩ内でできるだけ大きく設定する。本発明では，上述のようにＦ値を小さく設定する点でことなる。また，パルスドプラ法では，１回の血流計測用の送波ビームに対して，検出する場所は１点である。一方，本実施例では，一回の変位生成用の集束ビームの対して，筋・靭帯・腱に沿ったライン状（線状）の速度を検出する。

実施例２について説明する。実施例１では，図５のＳ０４でＲＯＩを１ヶ所のみ設定した。しかし，先述したとおり，ＲＯＩの幅はずり波の有効伝搬距離で制約される。図９（ａ）（ｂ）のように，ずり波の有効伝搬距離よりも広い範囲で腱などを強調表示したい場合には，複数のＲＯＩを設ける必要がある。このとき，腱などは体表に対して平行であるとは限らず，体表面に対して角度を持っている場合がある。

その際には，一番初めにＲＯＩ１内で照射する変位生成用の集束ビームの焦点位置Ｆ１のｘｙ座標と，その後に計測されたずり波の変位量が大きくなる位置のｘｙ座標とから，次のＲＯＩ２で照射する焦点位置Ｆ２を推定することによって，連続的に腱などを強調表示することが可能になる。具体的には，図９（ａ）のＦ１とずり波の変位が大きくなる位置Ｑ１とを結ぶ直線の傾きＫから，次の焦点Ｆ２を推定する。すなわち，Ｆ１とＦ２の傾きがＫとなるように，Ｆ２を推定する。具体的には，焦点位置Ｆ２のｘ方向の位置をＲＯＩ１より＋ｘ方向の位置に設定し，Ｆ１の座標，傾きＫ，焦点位置Ｆ２のｘ座標からＦ２のｙ座標を決定する。

このとき，ＲＯＩ２のｙ方向の中心位置を焦点Ｆ１と焦点Ｆ２のｙ方向の距離と同じ距離だけ平行移動する。図９（ａ）はＲＯＩ４まで計測する例を示している。焦点位置とずり波の変位が大きくなる位置から次の変位生成用の集束ビームを照射する位置を推定する演算は，ずり波変位演算部３２からずり波の変位と観測位置の値を焦点位置設定部１２に出力し，焦点位置設定部１２にて行われる。図５の処理フローにおいては，Ｓ０６またはＳ１０の後にＳ０４に戻って処理を繰り返し行う。各ＲＯＩ内の１つの計測位置を元に次の焦点位置を設定する方法について説明したが，ずり波の変位が大きくなる複数の位置を用いて次の焦点位置を決定してもよい。

各ＲＯＩのｘ方向の幅を小さく設定することで，より正確に次の変位生成用の集束ビームの照射位置を推定することが可能である。また，ＲＯＩのｘ方向の幅を大きく設定すると，次の変位生成用の集束ビームの照射位置を推定する位置決め精度は低下するが，変位生成用の集束ビームの合計照射回数が少なくなるので，より被検体に対して安全に計測を行うことができる。

また，他の方法として図９（ｂ）に示す方法がある。ＲＯＩ１内の左端で変位生成を行ったとする。このとき，ＲＯＩ１の右端の計測するｘ座標Ｐ１において，最もずり波の変位が大きかった位置Ｑ１のｙ座標を次の焦点Ｆ２のｙ座標となるように焦点Ｆ２を設定する。ただし，焦点Ｆ２のｘ座標は，ＲＯＩ２内の左端に位置する。この場合，図９（ａ）の方法のようにＦ１と計測位置Ｐ１とを結ぶ直線の傾きを計算する処理が必要なく，図９（ａ）の方法よりも短時間で次の焦点位置を決定することができる。筋・靭帯・腱が連続して強調表示されるように，ＲＯＩ１の右端とＲＯＩ２の左端が重なるように設定してもよい。

さらに，Ｑ１とＦ２を同じ位置にしてもよい。一方，図９（ａ）の方法では，ずり波が各ＲＯＩの端まで到達する前に次の焦点位置を推定することができる。したがって，ＲＯＩの端にずり波が到達した直後に次の変位生成用の集束ビームを照射することが可能であり，図９（ｂ）よりリアルタイム性に優れている。また，図９（ｂ）の方が筋・靭帯・腱の位置に焦点を設定するのが容易である。

実施例１と実施例２において，筋・靭帯・腱を強調表示することによって，例えば図１０のような観察をすることができる。図１０の(1)のように，Ｂモード像において，２つに分岐して腱がＢモード像に表示される場合，２つともつながっているのか，若しくは，どちらか一方のみがつながっているのか不明である。腱に変位生成用の集束ビームを照射してずり波の変位計測を行うと，結合している腱にずり波が伝搬し変位が観測され，つながっている腱のみが強調表示される。

図１０の(2)では，Ｂモード像において，腱の一部が断裂したように表示された場合，本当に断裂しているのか，もしくは，断層像の断面からはずれているのか区別がつかない。Ｂモード像のみで断裂の有無を判断する場合には，術者が超音波探触子１を超音波探触子の短軸方向に動かして断層像を短軸方向に移動させ，空間的な腱の構造を調べなければならない。この方法では，術者の高度な技術が必要であり，また時間もかかる。一方で，ずり波を発生させ変位を観測する方法では，ずり波の変位をすることでつながっているかを判断することができる。例えば，図１０の(2)の左側の腱に変位生成用の集束ビームを照射すると，腱に沿ってずり波が伝搬し端Ａに到達する。端Ａに到達したずり波はＢモード像には表示されていないが，もし空間的につながっている腱が存在すれば，さらに腱を伝搬し，Ｂモード像の右側の腱の端Ｂにずり波が現れる。

もし，腱が断裂していれば，端Ｂにはずり波の変位は観測されない。ただし，想定されるＢモード像から外れている腱の長さよりも，ずり波の有効伝搬距離が長くなるように変位生成用の集束ビームのＦ値や周波数などを制御しなければならない。また，図１０の(3)のように，腱の複数の層のうち，所望の層のみにずり波を発生させることが考えられる。腱の厚さはＢモード像を見て術者が計測するか，もしくはＢモード像の輝度値などを使って周知の画像処理で厚さを算出してもよい。画像処理は，図示しない画像処理部等で行われる。この場合，各層の厚さよりも変位生成用の集束ビームの焦点深度が小さくなるように，変位生成用の集束ビームを照射する波形を変位生成用送波波形生成部１１で設定する。複数の筋・靭帯・腱の層でずり波の変位観測を行い，各層の変位量を合成して表示してもよい。これによって，術者は，筋・靭帯・腱の表面もしくは内部の部分的な損傷を把握することができる。図１０では腱について説明したが，靭帯や筋でも同様である。

このように，Ｂモード像全体に変位生成用の集束ビームを照射して，ずり波を伝搬させることなく，最小限の変位生成用の集束ビームの照射回数で筋・靭帯・腱を強調表示することが可能である。照射の回数を少なくすることで，短い観測時間で診断が可能となり，術者や被験者の疲労が最小限に抑えられる。また，変位生成用の集束ビームの照射に伴う，生体組織の温度上昇も最小限に抑えられ，安全な診断が可能となる。

実施例３では，図１１〜図１９を用いて筋・靭帯・腱の機能計測について説明する。本実施例では，実施例１と２において強調表示した筋・靭帯・腱について，さらに機能計測するものであり，整形領域に関する疾患（腱の断裂，捻挫等）の予防，診断，術後の経過観察が可能となる。図１１に実施例３に係る装置全体構成を示す。実施例１および２と異なる構成は機能計測部３４が加わったことである。実施例３では，実施例１および２において，筋・靭帯・腱を強調表示した後，機能計測部３４においてずり波の速度のヒストグラムの算出，ずり粘性の算出，ＲＯＩの外にある断裂の位置の特定，振動モードの計測，張力の計測，Ｌａｍｂ波の計測を行い，表示部７に結果を表示する。

以下，具体的な検査方法について説明する。例えば，既に腱に沿ったずり波速度を検出したとする。腱をいくつかの幅に分割し，分割した位置での平均的なずり波速度を用いて腱に沿ったずり波スペクトルを計算して表示することができる。図１２はずり波速度の統計量（ヒストグラム）を示している。ここでは速度スペクトルと称する。速度スペクトルのピークの数（＝２），各スペクトルの振幅値（Ａ１，Ａ２），各スペクトルの平均速度（Ｍ１，Ｍ２），各スペクトルの半分の値となるスペクトルの幅（Ｄ１，Ｄ２）等の値やスペクトル分布のグラフを同一の画面上に表示させ，強調された筋・靭帯・腱の状態の観察を行うことができる。

ずり粘性は例えば周知技術のように，特定の周波数成分毎にずり波の変位波形と観測位置から速度を推定し，周波数と速度との関係から推定することが可能である。ずり粘性は，ずり波速度の周波数スペクトルと相関性がある。

図１３〜図１９を用いて，ＲＯＩの外にある断裂の位置の特定，ＲＯＩ内の断裂深さの計測，振動モード（定在波）の計測，張力，Ｌａｍｂ波の計測法について説明する。

図１３に，ずり波の反射波からＲＯＩの外にある筋・靭帯・腱に断裂があるかを調べ，また，断裂カ所の位置を特定する方法について示している。図１３（ａ）のようにＲＯＩ内にずり波の観測位置があり，断裂がＲＯＩの外にあるとする。観測位置におけるずり波の変位波形を図１３（ｂ）に示す。まず，時刻ｔ１において，ずり波が到達する。図１３（ｂ）の第一波である。

次に，ｔ１より遅い時刻ｔ２において第２波が到達する。第２波は断裂位置からの反射波である。ＲＯＩ内のずり波の速度とΔｔ＝ｔ２−ｔ１から観測位置と断裂位置の距離を計算することができ，この距離から断裂位置を特定することが可能である。また，断裂位置をＢモード像や強調された筋・靭帯・腱に重畳して画面上に表示することも可能である。

また，断裂がＲＯＩ内にあるときの断裂検査方法として，筋・靭帯・腱等に沿ったずり波の変位量の空間微分値や時間微分値（＝ずり波速度）等を検出してもよい。この方法では，例えば，図１４のような腱に沿った方向 に対するずり波の空間微分値の不連続性から断裂位置を検出する。また，腱に沿った方向に対するずり波速度やずり波速度の不連続性から断裂位置を検出する。

以上の方法によると，断裂や傷等に直接変位生成用の集束ビームを照射することなく位置を特定することができるので，被検体に負担をかけない安全な計測が可能である。

さらに，図１５に示すように，ＲＯＩ内に断裂や傷があった場合，ずり波の波形形状から断裂等の状態を調べることが可能である。図１５のずり波の変位波形において，正常部と断裂部の波形を比較すると，断裂部ではずり波の幅が広く，またリプルが現れる。このように，ずり波の時間波形のリプルの数や，波の幅から断裂・傷の形状や深さを同定することができる。同様に図１６のようにずり波変位の周波数スペクトルの幅から断裂や傷の形状や深さを推定することができる。この方法は，図１０の(2)の検査例において断裂と判定された場合に，さらに断裂の形状や深さを調べるのに用いることができる。

また，図１７に示すように，筋・靭帯・腱を振動させたときのモード（定在波）から筋・靭帯・腱の状態を計測することができる。この方法はギターの弦の緩みを調べるために，指ではじいて検査するのと同様の方法である。ずり波を励起する集束ビームのＯＮ／ＯＦＦ周波数と，筋・靭帯・腱の厚さ，長さ，硬さ等に応じて定在波が励起され，ずり波の変位の腹や節ができる。厚さと長さが予め分かっていれば，定在波から逆に硬さや張力の情報を調べることが可能である。厚さと長さはＢモード像から術者が読みとるか，Ｂモード像から図示しない画像処理部等で抽出してもよい。

図１７（ａ）は焦点数が１つの場合，図１７（ｂ）は焦点数が２つの場合を示している。焦点が一つの場合には，腹が一つできる。このとき，ずり波の変位波形の周波数スペクトルが広くなるので，複数のモード（モードＡ，モードＢ，モードＣ，モードＤ）が励起される。そのため，モードの制御が困難であり，硬さの推定精度は低くなる。一方，焦点数を２つにすると，２つの焦点の位置を制御することによって，特定のモードのみを励起可能である。モードの制御が可能であるので，２焦点を用いると，高精度な硬さの測定が可能である。定在波を用いた機能計測によって，例えば老化に伴う筋・靭帯・腱の弛み等を定期的に検診することができる。

図１８は，筋・靭帯・腱の張力測定の例を示している。筋・靭帯・腱の厚さや長さが分かっている場合，ずり波速度から局所的な筋・靭帯・腱の張力の違いを調べることが可能である。

図１９は，Ｌａｍｂ波の対称モード（ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ｍｏｄｅ）を使った機能計測法を示している。腱の周囲組織（結合組織，脂肪，筋肉等）の水平成分の波長と対象組織（筋・靭帯・腱等）のＬａｍｂ波の波長は〔数１〕で表わすことができる。

λ_Ｌは周囲組織の水平成分の波長，λｗは腱等のＬａｍｂ波の波長である。θ は図１９（ａ）に示すような腱等への入射角度である。入射角度θがθ_Ｌになったとき，Ｌａｍｂ波が発生し，腱等の観測点でＬａｍｂ波の変位が観測できる（図１９（ｂ））。したがって，θ_Ｌ を調べることによって，Ｌａｍｂ波の波長を推定することができる。Ｌａｍｂ波の波長から，表面波速度等の腱の状態を定量的に調べることができる。Ｌａｍｂ波の他，表面波・Ｌｏｖｅ波・棒の曲げ振動モード・棒のねじり振動モード等を用いてもよい。

以上説明した，ずり波の速度，粘性，モード（定在波），張力，Ｌａｍｂ波の波長は，定期的に検査することによって予防や，術後の治療効果判定に役立てることができる。機能計測部３４において，上記の機能計測を行い，機能計測の演算結果の出力は合成部５を介して表示部７に入力され画面に表示される。ここで，演算結果は，ずり波の速度，粘性，断裂の位置，断裂の深さ，定在波のモード，Ｌａｍｂ波の波長，表面波速度，Ｌｏｖｅ波の波長，棒の曲げ振動モード，棒のねじり振動モード等である。

上記の機能計測の応用として，被検体の腕や足にカフを巻きつけ，カフが被検体を圧迫する力を変えたときのずり波の速度，粘性，断裂の深さ，定在波のモード，Ｌａｍｂ波の波長，表面波速度，Ｌｏｖｅ波の波長，棒の曲げ振動モード，棒のねじり振動モード等の変化を計測し，力に対する計測値の変化の度合いから筋・靭帯・腱等の状態を観察してもよい。カフを用いる他，被検体自身が腕や足の曲げ伸ばしする，力を入れたり抜いたりする，被検体が異なる重さの錘を持つ等の応用が考えられる。

上記すべての実施例で説明した超音波診断装置は，例えば，骨折や捻挫等のスポーツ障害や高齢化に伴う関節機能障害の診断・予防・術後の経過観察に用いることができる。また，生体は左右対称の形をしていることを利用することも可能である。

具体的には，疾患がある部位と，対称の位置にある正常な部位の画像や，断裂や張力などの機能計測を比較することで正常な画像や断裂・張力の計測値と比較することができる。スポーツ障害や関節機能障害では，長期にわたって診断等が必要であるため，正常な部位の画像や機能計測値は図示しないメモリに保存しておき，診断時にメモリから読みだし，診断部位と正常部位の画像や機能計測値を両方表示し，術者が比較して診断できるようにしてもよい。

また，上記すべての実施例における超音波探触子１の各素子は，セラミック等の圧電素子，高分子圧電素子，静電容量型の素子を用いることができる。

また，ずり波を励起させるために，上記の実施例では超音波集束ビームを用いる例を示したが，電気パルス，機械モータ，バネなどを用いることが可能である。集束ビームを用いた場合では，集束ビームの伝搬方向の空間分解能が高くなる。また，機械モータは，例えば図２０のような直動型の機械振動子が考えられる。機械振動子の運動方向とは垂直な方向にずり波が伝搬する。また，図２１に示すような回転モータと偏心部を有する偏心モータが考えられる。図２１では，偏心部が１つの場合を示している。

偏心部を複数にして，各偏心部の間隔を変えることによって，回転モータの回転周波数よりさらに高周波で振動させることが可能となり，空間分解能の高い計測が可能となる。また，図２２のように，回転モータに多自由度に動くことのできる複数の金属球，または，１方向に回転することのできるゴム材料でつくられたギアを組み合わせた多自由度回転モータを用いてずり波を発生させる機構が考えられる。図２２は金属球とギアの数を３つの例を示しているが数はこれに限らない。

また，回転モータの同心円状にさらに金属球やギアを並列に増やしてもよい。直動式のモータよりも，２方向以上の回転を組み合わせることで，より効率的にずり波を励起することができ，大きなずり波の変位を発生できる。変位が大きくなれば，画質の向上や機能計測の計測精度を向上することができる。機械モータやバネを用いる場合には，一般的に空間分解能は集束ビームよりも劣るが，集束ビームの単一周波数で加振することができるため，ずり波の速度の周波数毎の計測，粘性，モード推定等の計測精度は向上する。

超音波集束ビームを用いる場合において，本実施例では，ずり波の発生と検出の両方で１つの超音波探触子１を用いていたが，ずり波を発生させるための機構と検出するための機構は別々にしてもよい。例えば圧電型トランスデューサを用いてずり波を発生させ，ずり波の変位検出用にのみ超音波探触子１を用いてもよい。この場合には，超音波探触子１のみでずり波の発生と変位検出を行う場合に比べて，超音波探触子１と圧電型トランスデューサの位置決めの精度を向上させることができる。

ずり波の発生位置と観測位置を所望の位置に設定することが可能になるので，強調表示するまでの時間や機能計測にかかる時間を短縮することができる。ただし，位置を任意の場所に動かすための，別の制御装置が必要になり，装置全体のコストが高くなり，また装置自体も大きくなる。機械振動子，電気パルス，バネを用いる場合には，図１と図１１に示す，変位生成用送波波形生成部１１，焦点位置設定部１２，変位生成用送波ビーム生成部１３は必要ない。それらの構成部の代わりに，図示しない機械駆動部，電気パルス駆動部，バネ駆動部が必要である。超音波探触子１は，ずり波の検出のための超音波送受信やＢモード画像を生成するための超音波送受信にのみ用いる。送受切換スイッチ２は，超音波探触子１の他，機械駆動部，電気パルス駆動部，バネ駆動部のＯＮ／ＯＦＦの制御を行う。

筋・靭帯・腱等の測定位置の標準的な形状に合わせて，超音波探触子１を体表に設置するためのジグを設け，強調表示したい位置や機能計測したい位置が断層像から外れるのを防ぐことが可能である。ジグの取り付けにより，診断時間を短縮できる他，身体左右での比較が容易になる。また，超音波探触子１の形状を計測したい部位に合うように設計してもよい。この場合，ジグ等の取り付けが不要であるため，さらに診断時間を短縮できる。ジグを設けた方が，装置が安価に製作可能である。

また，機能計測においては，筋・靭帯・腱等の筋に沿った方向と垂直な方向に合わせて，超音波探触子１を設置したり，３６０度回転させることによって，筋・靭帯・腱等の異方性を調べることができる。

超音波探触子１で設定可能な最小の焦点深度が診断したい腱等の体表からの距離よりも大きい場合には，超音波探触子１と計測した部位体表との間に音響インピーダンスが生体の音響インピーダンスに近い音響整合層を設けて，腱等に焦点位置を設定できるようにする方法が考えられる。音響整合層は，手の靭帯や腱など，体表から近い部位の計測に用いると，画質の向上や機能計測精度の向上が可能である。

音響整合層は，音響整合媒質であるゲルを超音波の波長より十分に小さい１０〜１００μｍ程度の樹脂等で作られたハウジングで覆ったものが考えられる。音響整合層の体表接触面の形状は，体の形に沿った形状であることが望ましい。すなわち，超音波探触子１に接する部分は平な形状であり，体表に接触する面の形状は平ではなく，肘・膝・足首等の形に合うように婉曲していることが望ましい。

さらには，ハウジングを高分子材料やゴム材料で作成して，被検体の体の形状に合うように診断毎に自由に湾曲できるようにすることが望まれる。被検体の体に合った音響整合層を用いることによって，超音波探触子１が手ぶれ等によって，ずり波の測定中にＢモード像の位置が画面内でずれてしまうのを防ぐことができる。

図２３（ａ）に超音波探触子１の取り付け位置について示している。骨は超音波の吸収係数が他の生体組織よりも大きいため，温度上昇量も大きくなる。温度が高くなると，生体組織に対する安全性が低下してしまう。そこで，望ましくは，ずり波励起用の集束ビームの伝搬経路内に骨が存在しないように，超音波探触子１を体表に接触させることが望ましい。例えば，図２３（ａ）のようにな取り付け方法が望ましい。

図１７（ｂ）に示すような，２つの集束ビームを用いてモード計測する場合には，超音波探触子１を２つ用意して，図２３（ｂ）互いに探触子が平行に対向するように取り付けることによって，２焦点の位置の制御が容易になる。また，図２４のように超音波振動子１１０がリングアレイ形状に配列したリングアレイ超音波探触子８を用いて，手や足を３６０度覆い，診断をすることも考えられる。リングアレイ超音波探触子８を用いると，ずり波を発生させるための集束ビームの方向や位置Ｆ１，Ｆ２を高精度に制御できる。

実施例１〜３において，送信開口合成技術等の高速撮像を適用すると，ずり波変位検出分解能が向上するため，画面に強調表示される筋・靭帯・腱の空間分解能向上や機能計測精度の向上が可能である。また，高速撮像を適用すると，より弾性率の大きい筋・靭帯・腱の診断が可能である。

また，実施例１〜３において，リニアアレイの超音波探触子１を用いる場合では，断層像の面内に筋・靭帯・腱等が配置されるように術者が超音波探触子１を動かして面合わせを行う必要がある。リニアアレイの超音波探触子１の代わりに２次元アレイプローブを用いて３次元的に筋・靭帯・腱等を行うことで， 面合わせを行う手間を省くことができ，また筋・靭帯・腱等の形状をより詳細に把握することが可能である。したがって，２次元アレイプローブを用いると，図１０(2)で説明するように，腱等が断層面からはずれているかを確認する操作は必要ない。

実施例１〜３は整形外科領域の他の診断，例えば血種等の診断や予防などにも使用することが可能である。また，肝臓の繊維化の診断など他の臓器への応用も可能である。また，半導体チップなどの工業系材料の非破壊検査等に応用することが考えられる。

本発明は，超音波送受信によって筋，靭帯，腱を検出して位置や形状の強調表示を行う超音波診断装置として有用である。

１…超音波探触子，２…送受切替えスイッチ，３…中央制御部，４…カラーＤＳＣ，５…白黒ＤＳＣ，６…合成部，７…表示部，８…リングアレイ超音波探触子，２１０…変位生成部，１１…変位生成用送波波形生成部，１２…焦点位置設定部，１３…変位生成用送波ビーム生成部，２０…第一超音波送受信部，３０…第二超音波送受信部，３２…ずり波変位演算部，３４…機能計測部，５０…カラースケール設定部，１００…超音波探触子１の各素子，１１０…リングアレイ超音波探触子８の各素子。

Claims (15)

1. 対象物内からのエコー信号を送受信する超音波探触子と，
   前記超音波探触子の各素子の送受信を切替える切替えスイッチと，
   前記対象物内に対して第一超音波送受信を行い音響インピーダンスの違いを検出する第一超音波送受信部と，
   前記対象物内に変位生成用集束ビームを放射して組織を変位させる変位生成部と，
   第二超音波送受信を行い前記対象物からのエコー信号を受波し，前記変位生成用集束ビームにより生じるずり波変位を複数の位置で検出する変位検出部と，
   前記変位生成部と前記変位検出部とを制御する中央制御部と，
   前記音響インピーダンスの違いを示す超音波断層像と前記ずり波変位を示すずり波変位マップを重畳して表示する表示部
   とを有し，前記組織が超音波断層像に線状に強調表示されることを特徴とする超音波診断装置。
2. 上記ずり波が伝搬する部位は，筋・靭帯・腱のいずれかであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記変位生成用集束ビームを放射する前記焦点位置を前記断層像を見て入力できる入力機能を有する請求項１または請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記表示部に表示される重畳画像は，前記筋・靭帯・腱の接合状態を示していることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか記載の超音波診断装置。
5. 前記ずり波変位を用いて，対象物の機能計測を行うこと機能計測部を有することを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれかに記載の超音波診断装置。
6. 前記機能計測部で計測されるのは，張力であることを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
7. 前記機能計測部で計測されるのは，前記ずり波の反射波であることを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
8. 前記機能計測部で計測されるのは，前記ずり波の時間波形のリプル数や波形の幅，若しくは，定在波のモードであることを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
9. 上記変位生成用集束ビームを放射する焦点位置を設定する焦点位置設定部を有し，１番目に設定した前記焦点位置とずり波の変位が最大となる位置とを用いて，次に上記変位生成用集束ビームを放射する２番目の前記焦点位置を設定することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置。
10. 前記表示部に表示される重畳画像は，前記筋・靭帯・腱の接合状態を示していることを特徴とする請求項９に記載の超音波診断装置。
11. 前記ずり波変位を用いて，対象物の機能計測を行うこと機能計測部を有することを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の超音波診断装置。
12. 前記機能計測部で計測されるのは，張力であることを特徴とする請求項１１に記載の超音波診断装置。
13. 前記機能計測部で計測されるのは，前記ずり波の反射波であることを特徴とする請求項１１に記載の超音波診断装置。
14. 前記機能計測部で計測されるのは，前記ずり波の時間波形のリプル数や波形の幅，または，定在波のモードであることを特徴とする請求項１１に記載の超音波診断装置。
15. 前記ずり波変位，または前記機能計測は対象物の左右対称性を利用していることを特徴とする請求項１乃至請求項１４のいずれかに記載の超音波診断装置。

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